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일반적으로 마이크로어레이 칩이라 함은 수백에서 수만 종류의 유전자나 단백질을 마이크로어레이 장치를 이용하여 유리 기판 상에 일정 간격으로 찍어서 배열한 칩을 의미한다. As generally microarray chip also is the only type of genes or proteins in the hundreds of using a microarray apparatus means the one array chip by taking at regular intervals on the glass substrate.이중 프로브인 올리고뉴클레오티드를 유리 기판 상에 마이크로어레이하여 특정 유전자의 존재여부를 형광 스캐너로 확인하는 것이 DNA 칩이다. Up a double-probe to the nucleotide micro array on a glass substrate it is that a DNA chip to determine the presence of a particular gene with a fluorescence scanner.

이러한 생체 바이오 칩은 전술한 DNA 칩에 비해 전기적 신호의 검출에 의해 비교적 간단하고 빠르게 생리활성물질의 존재여부 및/또는 반응여부를 확인할 수 있기 때문에 의료진단분야에서 활용도가 높다. This biochip has a high utilization in the medical diagnostic field it is possible to confirm the presence and / or the reaction of a relatively simple and fast biomolecule by the detection of the electrical signal compared to the above-described DNA chips.

일반적으로 바이오 칩에서는 생리활성물질과 다른 반응물질(예를 들어, 전극에 고정된 수용체)의 반응에 따른 임피던스의 변화를 바이오 칩에 제공된 전극이 감지하여 반응 유무 및 특정 생리활성물질의 존재 여부를 판단하는 방식을 채택하고 있다고 할 수 있다. In general, the biochip of the presence of a biomolecule and other reactants to the change in impedance in accordance with the reaction (e.g., the receptor fixed on the electrode), the electrode is detected, provided on the biochip presence of reaction and the particular biomolecule it can be said that adopting the way of judgment.따라서, 바이오칩의 신뢰성을 확보하기 위해서는 전극에서 임피던스값 변화의 정밀한 감지가 중요하다. Therefore, it is important to precise detection of impedance changes at the electrode in order to secure the reliability of the bio-chip.일반적으로 임피던스(Z)는 실수부인 저항(R)과, 허수부인 리액턴스(X)의 합으로 표시되고(하기 수학식 1 참조), 그 크기는 저항값(R)과 리액턴스값(X)의 제곱근에 해당된다(하기 수학식 2 참조). Generally, impedance (Z) is a real number denied resistance (R) and imaginary denied is displayed as the sum of the reactance (X) (See following Mathematical formula 1), and its size is the square root of the resistance (R) and the reactance value (X) is represented by (see equation 2).

따라서, 임피던스(Z)는 리액턴스(X)와 상관관계를 갖게 된다. Accordingly, the impedance (Z) is to have a correlation with reactance (X).또한, 리액턴스(X)는 ωL-1/ωC이므로 커패시턴스(C)와 상관관계를 갖는다. Also, the reactance (X) because it is ωL-1 / ωC has a correlation with the capacitance (C).따라서, 생물학적, 생화학적 또는 화학적 반응에 의한 커패시턴스(C)값의 변화는 임피던스값의 변화로 반영되고, 이를 측정함으로써 생리활성물질의 반응여부 및/또는 존재여부를 체크할 수 있다. Thus, the change in the value capacitance (C) according to biological, biochemical or chemical reaction is reflected in a change in impedance, it is possible to check the reaction and / or the presence of a biomolecule by measuring them.결국, 바이오칩에서 커패시턴스값의 변화는 임피던스값의 변화를 유도하고 이는 바이오칩의 검출감도에 영향을 줌을 알 수 있다. After all, a change in capacitance value in a biochip can lead to changes in the impedance value, which may affect the sensitivity of the biochip to find out zooming.

한편, 하기 수학식 4에 정의된 바와 같이 커패시턴스는 전극 간 물질의 유전상수에 의해 의존하고 전극 간 물질의 유전상수가 작으면 커패시턴스는 작음을 알 수 있다. On the other hand, to the capacitance, as defined in Equation (4) is smaller in dielectric constant of the inter-dependent and the electrode by the dielectric constant of the material between electrode material capacitance is small it can be seen.

따라서, 종래의 바이오칩 및 이를 이용하여 생리활성물질의 반응여부 및/또는 존재여부를 확인하는 방법은 개선되어야 할 문제점이 있었다. Thus, using a conventional bio-chip, and this method to check the reaction and / or the presence of a biomolecule is there is a problem to be improved.

이에 본 발명의 발명자들은 바이오 칩의 반응 챔버 내의 전극 간 물질의 유전상수를 크게 하여 센싱 전극 표면에서의 실제 반응에 의한 커패시턴스 변화량이 왜곡되지 않고 반응 챔버 내의 생리활성물질의 생물학적, 생화학적 또는 화학적 반응의 결과를 정확하게 반영하도록 한 생리활성물질을 검출하는 방법 및 바이오칩을 고안하기에 이르렀다. The inventors of the present invention by increasing the dielectric constant of the material between the electrodes in the reaction chamber of the biochip sensing electrode surface, biological, biochemical or chemical reaction of a biomolecule in a rather the capacitance change due to the actual reaction distortion of the reaction chamber in the of the came to devise a method and a biochip for detecting a biomolecule to accurately reflect the results.

본 발명은 전술한 바와 같은 종래기술에 있어서 바이오 센서 전극에서의 실제 반응에 의한 커패시턴스 변화를 민감하게 감지하지 못하는 문제를 해결하는데 그 목적이 있는 발명으로서, 반응 챔버 내의 생리활성물질의 생물학적, 생화학적 또는 화학적 반응에 따른 전기적 특성 변화, 보다 상세하게는 임피던스 변화 및/또는 커패시턴스 변화를 반응 챔버 내에 제공된 전극을 통해 정밀하게 검출하는 방법 및 이를 위한 바이오칩을 제공하는데 그 목적이 있다. The present invention is conventional in the technology for solving the problem can not sensitively detect the capacitance changes due to the actual reaction in the biosensor electrode as an invention that has the purpose, biological of a biomolecule in a reaction chamber, biochemically as described above or chemical reactions in accordance with the electrical characteristics change, and more particularly, to impedance variations and / or capacitance changes of the reaction chamber within a given electrode through precisely detect that way, and this for a bio-chip to provide for that purpose are.

종래 기술은 전술한 바와 같이 바이오 칩의 IDE에서 센서 전극의 폭을 줄여C t 를 크게 함으로써 센싱 민감도를 높이는 방식을 사용하고 있으나 전극의 폭을 줄이는 것은 고도의 미세전극형성 기술이 요구되어 비용 면이나 효율 면에서 바람직하지 못하다. If the prior art is by in biochip IDE by reducing the width of the sensor electrode increase the C t but using a method to increase the sensing sensitivity, reducing the width of the electrodes it requires a high microelectrode formation technique as described above the cost or efficiency is not preferable from the viewpoint.

이러한 점을 감안하여 본 발명에서는 바이오 칩의 반응 챔버 내의 전극 간 물질의 유전상수 ε(또는 유전율이라고도 함)를 크게 하는 방식을 채택하고 있다. In the present invention, in view of the above point and adopts the way that the (also called dielectric constant) The dielectric constant ε of the material between the electrodes in the reaction chamber of the biochip large.이러한 방법은 고도의 미세전극 형성기술을 요하지 않으면서도 전극 간 커패시턴스의 변화량이 왜곡되지 않고 반응 챔버 내의 생리활성물질의 생물학적, 생화학적 또는 화학적 반응의 결과를 정확하게 반영할 수 있다. This method can accurately reflect the result of biological, biochemical or chemical reaction of a biomolecule in a reaction chamber without the change in the inter-electrode, without requiring a high degree of microelectrode formation technique of capacitance distortion.

그런데, 바이오 칩의 반응 챔버 내의 전극 사이에는 검출대상 시료의 반응을 위한 반응 용액이 채워진다. By the way, between the inside of the biochip reaction chamber electrode is filled with the reaction solution for the reaction of the target sample.따라서, 이러한 반응 용액의 유전 상수를 높이는 것이 필요하다. Thus, there is a need to increase the dielectric constant of the reaction solution.그러나, 검출대상 시료의 반응을 위한 반응용액은 이온 성분에 의해 유 전상수의 조정이 어렵다. However, the reaction solution for the reaction of the target sample is caused by a ions it is difficult to adjust the dielectric constant.

일반적으로, 유전상수는 전극 사이에 유전체로서 어떤 물질을 넣을 때의 정전 용량과 아무것도 넣지 않은 경우의 정전 용량의 비로 정의되는데, 일반적으로 유전체의 유전율은 항상 1보다 크다. In general, the dielectric constant is defined as the ratio of the capacitance of the case that are put anything and the capacitance of the load when a certain material as a dielectric between the electrodes, generally the dielectric constant of the dielectric is always larger than one.액체의 경우에는 물이 유전상수가 가장 큰 것으로 알려져 있는데 실온에서 유전상수는 대략 80 정도로 알려져 있다. If the liquid is also known that the water has the largest dielectric constant of the dielectric constant at room temperature it is known to approximately 80.그러나, 검출대상 시료의 반응을 위해서는 증류수나 탈이온수와 같은 물을 반응용액으로 직접 사용할 수 없다. However, it can not directly use the water, such as distilled or deionized water to the reaction solution to a reaction of the target sample.

따라서, 본 발명에서는 검출대상 시료의 반응은 일반적인 반응용액 하에서 수행하되, 반응 전에 반응 챔버 내에 물과 같은 유전상수가 큰 레퍼런스 유체를 채워 임피던스값 또는 커패시턴스값을 측정하고, 반응 완료 후에는 반응용액을 제거하고 상기 유전상수가 큰 레퍼런스 유체를 다시 채워 임피던스값 또는 커패시턴스값을 측정한 후, 반응 전후의 임피던스값 또는 커패시턴스값을 비교함으로써 검출대상 시료 내에 생리활성물질의 존재여부 및/또는 반응여부를 확인하는 방식을 채택한다. Accordingly, but carried out in the reaction is a typical reaction a solution of the target sample in the present invention, after the dielectric constant, such as water, within a reaction chamber filled with a large reference fluid measuring an impedance value or a capacitance value before reaction and the reaction completed, the reaction solution was remove and verify the presence and / or the reaction of a biomolecule in a target sample by comparing then the dielectric constant is refilled measuring an impedance value or a capacitance value for a reference fluid, the reaction before and after the impedance value or the capacitance value of the adopt the way.

본 발명의 일실시예에 있어서, 상기 (b)단계 및 (f)단계에서는 교류전원을 이용하는 측정장치에 의해 각각의 주파수별로 임피던스값 또는 커패시턴스값을 측정할 수 있다. In one embodiment of the present invention, in the step (b) and (f) it is possible to measure an impedance value or a capacitance value for each frequency by a measuring device using an AC power source.이 경우, 측정된 임피던스값 또는 커패시턴스값은 주파수값에 대한 곡선으로 표현될 수 있다. In this case, the measured impedance value or a capacitance value can be expressed by the curve for the frequency value.상기 (b)단계에서 측정된 임피던스값 또는 커패시턴스값의 곡선이 상기 (f)단계에서 측정된 임피던스값 또는 커패시턴스값의 곡선과 구분되는 경우 상기 검출대상 시료 내에 생리활성물질이 존재하거나 생리활성물질이 센싱 전극과 반응하는 것으로 판단할 수 있다. If the curve of the impedance value or the capacitance value measured in the step (b) is separated from the curve of the impedance value or the capacitance value measured in the step (f) a physiologically active substance is present in the target sample, or a physiologically active substance It can be determined by sensing electrodes and reaction.

본 발명의 일실시예에 있어서, 상기 유전상수가 큰 레퍼런스 유체는 유전상수가 약 4 이상인 유체인 것이 바람직하며, 더욱 바람직하기로는 유전상수가 약 80 이상인 것이 바람직하다. In one embodiment of the present invention, the dielectric constant is large reference fluid is preferably a fluid with a dielectric constant greater than or equal to about 4, preferably is not less than a dielectric constant of about 80 more preferably.상기 유전상수가 큰 레퍼런스 유체의 예로는 증류수 또는 탈이온수(deionized water)를 들 수 있다. Examples of the dielectric constant is large reference fluid may be distilled water or deionized water (deionized water).그러나, 본 발명은 이에 제한되는 것이 아니고, 전술한 바와 같이 유전상수가 약 4이상인 유체이면 적용가능하다. However, the present invention is not limited to this, it is possible that the dielectric constant is about 4 or more fluid application, as described above.

본 발명의 일실시예에서 있어서, 상기 복수개의 센싱 전극에는 상기 생리활성물질과 반응하는 수용체가 결합될 수 있다. In In an embodiment of the invention, the two sensing electrodes of the plurality has a receptor that reacts with the biomolecule can be coupled.

본 발명의 일실시예에 있어서, "수용체"는 상기 센싱 전극에 결합되어 생리활성물질과 반응하는 물질로서, 하나 내지 그 이상의 뉴클레오티드로 구성된 핵산, 하나 내지 그 이상의 펩타이드로 구성된 단백질, 아미노산, 당 지질, 또는 저분자 화합물이고, 바람직하게는 항체, 프로브 또는 프라이머일 수 있다. In one embodiment of this invention, "receptor" is the sensing is coupled to the electrode as a substance that reacts with the biomolecule, a to nucleic acid composed of more nucleotides, a protein consisting of one to more of the peptides, amino acids, lipids per It may be, or a low molecular weight compound, preferably an antibody, the probe or primer.

또한, 본 발명의 생리활성물질을 검출하는 방법에 사용되는 바이오 칩은 단 일 기판 형태로 형성될 수 있으나, 두 개의 기판이 접합된 형태일 수도 있다. Furthermore, a biochip used in the method for detecting a biomolecule of the present invention may be formed of a single substrate type, it may be a two substrates are bonded form.이러한 본 발명의 일실시예의 바이오 칩의 예로서 DNA 혼성화 칩 또는 PCR 반응 칩을 들 수 있다. As an example of this invention in one embodiment of the biochip it may be a DNA hybridization chip or a PCR reaction chip.

두 개의 기판이 접합된 형태의 본 발명의 바이오 칩의 일실시예는, 생리활성물질과 반응하는 수용체가 결합되어 있는 복수개의 센싱 전극이 형성된 제1기판과, 상기 제1기판 상에 일정한 거리를 두고 상기 제1기판과 결합하여 반응 챔버 공간을 형성하는 제2기판을 포함한다. Embodiments of the two substrates a biochip of the present invention at the junction forms one example, the bioactive material and the reacting the first substrate, wherein the uniform distance on the first substrate receptor is formed with a plurality of sensing electrodes that are coupled to with a second substrate to form a space of a reaction chamber in combination with the first substrate.

상기 제1기판은 N형 또는 P형 실리콘 기판 상의 SiO 2 절연층 위에 복수개의 센싱 전극이 형성된 것으로서 생리활성물질의 존재여부 및/또는 반응여부의 확인을 위한 전기적인 검출을 수행한다. The first substrate and performs electrical detection for identification of the presence and / or the reaction of physiologically active substance as having a plurality of sensing electrodes on the SiO 2 insulating layer on a silicon substrate an N type or P type.상기 제2기판은 상기 제1기판의 센싱 전극이 외부 환경과 접촉되는 것을 방지하면서 상기 제1기판과 결합하여 반응챔버 공간을 형성한다. The second substrate to form a space of a reaction chamber in combination with the first substrate while preventing the sensing electrodes of the first substrate in contact with the external environment.

상기 반응챔버는 유전상수가 큰 레퍼런스 유체가 채워진 후 전극 간 임피던스 및/또는 커패시턴스가 측정되는 공간이다. The reaction chamber is a space in which the dielectric constant is a measure large reference fluid, the impedance and / or capacitance between the electrodes and then filled.또한, 상기 반응챔버는 반응용액 및 검출대상 시료가 채워진 후, 검출대상 시료 내에 존재하는 생리활성물질의 반응이 수행되는 공간이다. Further, the reaction chamber is a space in which the reaction solution and the target sample are then, the reaction of a biomolecule that is present in the target sample performed filled.상기 센싱 전극에 수용체가 부착되어 있는 경우에는 상기 반응 챔버 내의 생리활성물질과 상기 수용체가 반응하고 이러한 반응 결과로 전극 간 임피던스 및/또는 커패시턴스의 변화가 일어나게 된다. If the acceptor is attached to the sensing electrode, the biomolecule and the receptor in the reaction chamber and the reaction and such a reaction occurs the resulting change in impedance and / or capacitance between the electrodes in.

상기 기판들은 적용되는 수용체의 종류 및 수, 예를 들어 프로브 또는 프라 이머의 종류 및 수 등에 따라 다양한 사이즈를 가질 수 있다. The substrates are of the receptor type and number, that are applied, for example it may have a variety of sizes, depending the type of probe or plastic timer and the like can.또한, 상기 기판들은 정사각형, 직사각형, 원형의 형상을 가질 수 있으나, 본 발명은 이에 제한되는 것은 아니다. Further, the substrates may have the shape of a square, a rectangle, a circle, the invention is not limited to this.상기 제1기판은 실리콘 기판이고, 상기 제2기판은 유리 기판인 것이 바람직하나, 이들 기판은 이외에도 유리, 실리콘 기판, 융합 실리카, 폴리스티렌, 폴리메틸아크릴레이트, 폴리카보네이트, 금, 은, 구리, 또는 백금 중 어느 하나로 구성될 수 있다. And wherein the first substrate is a silicon substrate, the second substrate is a preferably a glass substrate, the substrates in addition to glass, a silicon substrate, a fused silica, polystyrene, polymethyl acrylate, polycarbonate, gold, silver, copper, or of platinum it can be configured by any one.

또한, 상기 반응 챔버 공간을 형성하는 상기 제2기판에는 상기 제2기판의 두께 방향으로 유체 유입구가 관통되어 형성되어 있으며, 상기 유체 유입구에 대향하는 위치에 상기 제2기판의 두께 방향으로 유출구가 관통되어 형성되어 있다. In addition, the second substrate is formed is a fluid inlet through the thickness direction of the second substrate, an outlet to pass therethrough in the thickness direction of the second substrate wherein at a position opposite to the fluid inlet to form the reaction chamber space, It is formed.상기 유입구와 상기 반응챔버, 그리고 상기 유출구와 상기 반응챔버는 유체가 유동될 수 있도록 연통된다. The inlet and the reaction chamber, and the outlet and the reaction chamber, the fluid flow will be so communicated is.상기 유입구를 통해 유전상수가 큰 레퍼런스 유체, 반응용액 및 검출대상 시료가 유입되고 상기 유출구를 통해 유전상수가 큰 레퍼런스 유체, 반응용액 및 검출대상 시료가 유출된다. The dielectric constant through the inlet and a large reference fluid, the reaction solution and the target sample flowing the dielectric constant is large reference fluid, the reaction solution and the target sample are discharged through the outlet.

또한, 상기 제2기판 상에는 제3기판이 적층되어 상기 유입구로 유체를 도입안내하는 유입 마이크로 채널과, 상기 유출구로부터 유체를 배출안내하는 유출 마이크로 채널이 형성될 수 있다. In addition, the first has outlet microchannels 2 are the third substrate is laminated on the substrate discharging guide for the inlet micro channel that guides the introduction of fluid to said inlet, fluid from the outlet can be formed.유입 마이크로 채널에는 레퍼런스 유체, 반응용액 및 검출대상 시료가 주입되는 주입구가 연통되어 상기 제3기판을 관통하여 형성되어 있고, 유출 마이크로 채널에는 레퍼런스 유체, 반응용액 및 검출대상 시료가 배출되는 배출구가 연통되어 상기 제3기판을 관통하여 형성되어 있다. Inlet micro channel reference fluid, the reaction solution and the target sample are injection port is in communication to be injected is formed passing through the third substrate, the outlet microchannel has an outlet which is the reference fluid, the reaction solution and the target sample outlet communicating It is formed through the third substrate.

또한, 상기 유입 마이크로 채널 및/또는 유출 마이크로 채널에는 반응 챔버 내로의 유체의 유입 및 반응 챔버로부터 유체의 유출을 제한할 수 있는 밸브 구조가 제공될 수 있다. In addition, a the inlet micro channel and / or the outlet micro channel has a valve which can limit the leakage of fluid from the inlet and the reaction chamber of the fluid into the reaction chamber structure can be provided.상기 밸브구조는 상기 주입구와 상기 반응챔버 사이에서, 또는 상기 배출구와 상기 반응챔버 사이에서 상기 제3기판의 두께 방향으로 관통된 후 연장된 통로로서 연장된 통로에는 오일이 내장되어 있다. The valve structure has the oil with integrated passage extends as a passage extended after being between the inlet and the reaction chamber, or through between the outlet and the reaction chamber in the thickness direction of the third substrate.이러한 밸브구조의 통로에 질소가스(N 2 )가 주입되면 통로에 내장된 오일이 팽창하고 오일의 팽창에 의해 상기 채널이 막히게 되어 주입구로부터 반응챔버로의 유체의 유입 그리고 반응챔버로부터 배출구로의 유체의 유출이 차단되게 되는 것이다. Nitrogen gas into the passage of the valve structure (N 2) that when injected into the oil incorporated in the passage expands and the fluid by the expansion of the oil to the inlet and outlet of the reaction chamber of the fluid to the reaction chamber from the inlet is blocked the channel of the outlet it will be to be blocked.상기 제3기판은 PDMS(polydimethylsiloxane) 중합체로 형성되는 것이 바람직하다. The third substrate is preferably formed of a PDMS (polydimethylsiloxane) polymer.

전술한 마이크로 채널과 밸브 구조는 당업계에서 널리 사용되고 있는 MEMS(Micro-Electro-Mechanical-System) 기술을 이용하여 마이크론 단위 내지는 나노 단위로 형성하되, 수용체의 크기, 전극 크기, 또는 반응조건에 따라 채널과 밸브의 크기를 조정할 수 있다. The above-described micro-channel and the valve structure, but formed of a nano-scale naejineun micron using a widely used MEMS (Micro-Electro-Mechanical-System) technology in the art, the channel according to size, electrode size, or reaction conditions of the receptor and it is possible to adjust the size of the valve.

이러한 채널 구조와 밸브 구조는 전술한 본 발명의 방법에 있어서 반응 전에 는 반응 챔버 내에 유전상수가 큰 유체를 채워 넣는 과정, 반응시에는 반응 챔버에서 유전상수가 큰 유체를 제거하고 반응용액 및 검출대상시료를 채워넣는 과정, 그리고 반응 완료 후에는 반응용액을 제거하고 유전상수가 큰 유체를 다시 채워 넣은 과정의 수행을 용이하게 한다. The channel structure and the valve structure according to the method of the above-described invention, the reaction prior to the process into a dielectric constant of fill for a fluid in the reaction chamber, the reaction when, remove the dielectric constant greater fluid in the reaction chamber and the reaction solution and the target process to fill the first sample, and after the completion of the reaction is removed and the reaction solution is easy to perform the process with a dielectric constant into refilled for a fluid.이를 위해 유체, 반응용액 및 검출대상시료의 주입 및 제거를 위한 주입펌프 및 배출펌프가 본 발명의 바이오칩에 제공될 수 있고 펌프 구동수단으로서 소형모터나 기어박스가 제공될 수 있다. The infusion pump and a discharge pump for the fluid, the reaction solution and the injection and removal of the target sample can be provided to the biochip of the invention for this purpose, and there is a small motor or a gearbox, as the pump drive means can be provided.

한편, 상기 복수개의 센싱전극에는 임피던스측정기(Impedence analyzer)가 전기적으로 연결될 수 있다. On the other hand, the plurality of sensing electrodes, the impedance measuring instrument (Impedence analyzer) that may be electrically connected.바이오 칩이 PCR 반응 칩인 경우에는 PCR 반응을 수행하는 PCR 기기에 바이오 칩이 수용되도록 구성하면 바이오 칩과 PCR 기기가 하나의 세트로서 구성이 가능하다. If the biochip is a PCR reaction chip, there can be configured as a single set of biochip and PCR device when configured such that the bio-chip accommodated in the PCR machine to perform a PCR reaction.이때 PCR 기기는 임피던스 측정 장치를 포함하는 것을 사용하고, 바이오 칩의 센싱 전극에 상기 내장된 임피던스 측정 장치를 전기적으로 연결하도록 세트로서 구성하면 바람직하다. The PCR machine is preferably by configuring a set to be used in that it comprises an impedance measurement device and electrically connecting the built-in impedance measurement device to the sensing electrodes of the biochip.

구체적으로, 본 발명은 바이오 칩의 반응 챔버 내의 전극 간 물질의 유전상수를 크게 하여 센싱 전극에 부착된 수용체와 검출대상이 되는 생리활성물질 간의 반응에 따른 커패시턴스 변화량이 왜곡되지 않고 전체 커패시턴스 변화량에 정확하게 반영되어 생리활성물질의 존재여부 및/또는 반응여부를 정확하게 검출할 수 있는 장점이 있다. More specifically, the present invention is increasing the dielectric constant of the material between the electrodes within the biochip reaction chamber without a capacitance change according to the reaction between the physiologically active substance is a receptor and the detected attached to the sensing electrode undistorted exactly the total capacitance variation is taken has an advantage that can accurately detect the presence and / or the reaction of a biomolecule.

이하, 본 발명을 실시예에 기초하여 보다 상세히 기술한다. Or less, on the basis of the present invention to the embodiment will be described in more detail.본 발명의 하기 실시예는 본 발명을 구체화하기 위한 것일 뿐 본 발명의 권리범위를 제한하거나 한 정하는 것이 아님은 물론이다. The following Examples of the invention are of course be as not to limit or determine the the scope of the present invention for embodying the present invention.본 발명의 상세한 설명 및 실시예로부터 본 발명이 속하는 기술분야의 전문가가 용이하게 유추할 수 있는 것은 본 발명의 권리범위에 속하는 것으로 해석된다. The invention of the detailed description and examples from the present invention belongs to the technical field of experts is readily inferred to be that it is the invention of the scope belonging to interpret is.본 발명에 인용된 참고문헌은 본 발명에 참고로서 통합된다. Reference cited in the present invention, documents are incorporated by reference.

실시예Example

실시예 1: DNA 혼성화 칩의 제작Example 1: Preparation of DNA hybridization chip

본 발명의 생리활성물질을 검출하는 방법에 있어서, 검출대상 생리활성물질이 DNA이고 센싱 전극에 결합되는 수용체가 올리고뉴클레오티드 프로브인 경우 생리활성물질인 DNA와 프로브의 혼성화 반응을 위한 DNA 혼성화 칩을 제작한다. A method for detecting a biomolecule of the present invention, the detection making a target biomolecule is DNA and the oligonucleotide is a receptor coupled to the sensing electrode the nucleotide probe the case DNA hybridization chip for hybridization of the DNA and the probe biomolecule do.

아래에서는 본 발명에 사용되는 DNA 혼성화 칩의 제조과정을 단계별로 설명한다. The following will be described step-by-step manufacturing process of the DNA hybridization chip used in the present invention.

실시예 1-1: 전극이 형성된 실리콘기판의 제작Example 1-1: Production of the silicon substrate with an electrode formed

이하에서는 도2를 참조하여 본 발명에 사용되는 DNA 혼성화 칩(100)의 기판(10)과 전극(20)을 형성하는 과정을 간략히 설명한다. Hereinafter the process of forming the substrate 10 and the electrode 20 of the DNA hybridization chip (100) used in the present invention will be described with reference to Figure 2 will be briefly described.

도3의 (b)는 도3의 (a)에 도시된 전극(20)의 일부를 확대하여 모식적으로 나타낸 도면이다. Figure 3 (b) is 3 (a) of the city of the electrode (20) Some of the enlarged schematically represented drawing is.이해를 돕기 위해 전극(20)의 형상은 사각형으로 표시하였으나, 실제 전극(20)은 원형 또는 타원형일 수 있다. Although the shape of the electrode 20 for clarity is shown as a square, the actual electrodes 20 may be circular or elliptical.도3의 (b)에서 확인할 수 있는 바와 같이 본 발명에 사용되는 DNA 혼성화 칩(100)의 센싱 전극(20)은 손가락 형상의 한 쌍의 전극(20a, 20b)이 서로 일정한 간격을 두고 엇갈리게 배열되어 있음을 알 수 있다. Sensing electrodes 20 of the DNA hybridization chip (100) used in the present invention As can be seen in Figure 3 (b) is a pair of finger-shaped electrodes (20a, 20b) are placed staggered arrangement to each other at regular intervals it can be seen that it is.

한편, 도3의 (c)에는 손가락 형상의 한 쌍의 전극(20a, 20b)을 일부 확대한 것이 도시되어 있다. On the other hand, there is shown that a 3 in (c) is a partially enlarged view of a pair of the finger-shaped electrodes (20a, 20b).각 전극(20a, 20b) 너비(t)는 대략 10μm이고, 전극 간 간격(d)은 대략 4μm이다. Each of the electrodes (20a, 20b) width (t) is approximately 10μm, the inter-electrode interval (d) is approximately 4μm.

도4는 도3의 (b)의 금속전극(20)을 A-A'선을 따라 절취한 횡단면도로서, 산화절연막(12)을 사이에 두고 실리콘 기판(10)상에 형성된 금속전극(20a, 20b)에 프로브 DNA(22)가 고정된 모습이 도시되어 있다. Figure 4 is a metal electrode (20) of (b) of 3 as a cross-sectional view taken along the line A-A ', the metal electrodes (20a across the oxide insulation film 12 formed on the silicon substrate 10, 20b) there is a fixed state in which the probe DNA (22) is shown in.

한편, 타겟 염기서열이 없는 네거티브 검출대상 시료를 대상으로 실험을 수행한 경우에는 도9에 도시된 바와 같이 임피던스 측정값이 포지티브인 경우의 임피던스 값 보다 작음을 알 수 있다. On the other hand, it can be seen that the impedance measurement is less than the impedance value in the case of the positive as shown in, the Figure 9 in case of performing an experiment on a negative target sample without a target nucleotide sequence.

실시예 3: PCR 반응 칩의 제작Example 3: Production of the PCR reaction chip

본 발명의 생리활성물질을 검출하는 방법에 있어서, 검출대상 생리활성물질이 DNA이고 센싱 전극에 결합되는 수용체가 올리고뉴클레오티드 프라이머인 경우, 프라이머 및 PCR 반응용액에 의해 생리활성물질인 DNA가 증폭되는 PCR 증폭 반응을 위한 PCR 반응 칩을 제작한다. A method for detecting a biomolecule of the present invention, the detection target biomolecule is DNA, and if the receptor is an oligonucleotide primer that is coupled to the sensing electrode, PCR is the DNA of a biomolecule amplified by the primers and PCR reaction solution to prepare a PCR reaction chip for the amplification reaction.

한편, PCR 반응 칩(200) 내에서의 유체의 유동을 제어하기 위해서 PDMS 기반의 유체제어 기판(40)을 제작하여 앞서 제작된 PCR 반응 칩(200)의 유리기판(30)상 에 부착한다. On the other hand, it is deposited on the glass substrate 30 of the PCR reaction chip (200) to control the flow of fluid in the manufacture of fluid control board 40 of the PDMS-based by previously making the PCR reaction chip (200).

본 발명에 사용되는 PCR 반응 칩(200)의 유체제어 기판(40)은 칩 내부를 볼 수 있게 하기 위해 투명 중합체로 제작되는 것이 바람직한데, 특히PDMS(polydimethylsiloxane) 중합체로 제작되는 것이 바람직하다. A fluid control board 40 of the PCR reaction chip (200) used in the present invention it is preferred to be made of a transparent polymer in order to be able to see the inside of the chip, it is preferable in particular is made of PDMS (polydimethylsiloxane) polymer.PDMS의 장점은 실리콘보다 값이 싸고 공정이 쉬우며 유연하고 다른 표면과 접합할 때 방수가 가능하다는 것이다. The advantage of PDMS is that it is flexible, said value than silicon cheap and easy to process and are resistant to bonding with the other surface available.또한, 생물 친화적이기 때문에 생리활성물질에 부정적인 영향을 주지 않는다. In addition, because biocompatible does not have a negative impact on the biologically active substance.그러나 단백질과 세포와 같은 소수성 성분의 비특이적 흡착이 발생할 수 있으므로, 반응성 도료의 증착 또는 그라프트 공중합 처리를 하는 것이 바람직하다. However, it may cause non-specific adsorption of hydrophobic components such as proteins and cells, it is preferable that the deposited or graft copolymerization process of the reactive coating.예를 들어, 유체제어 기판(40)의 주입구(42), 채널(44a, 44b) 및 배출구(48)를 소 혈청 알부민(BSA)으로 코팅하면 소수성 성분의 비특이적 흡착을 최소화할 수 있다. For example, when coating an injection port 42, the channel (44a, 44b), and an outlet 48 of the fluid control board 40 with bovine serum albumin (BSA) can minimize the non-specific adsorption of hydrophobic components.

즉, 본 발명의 방법에서는 센싱 전극에 고정된 프라이머와 타겟 DNA 템플리트의 PCR 반응에 의한 커패시턴스 변화값(C d )이 완충용액에 의한 커패시턴스값(C t )에 흡수되지 않고 전체 커패시턴스 변화값(C T )에 반영된다. That is, in the method of the invention the capacitance change obtained from the primers and PCR reaction of the target DNA template, fixed to the sensing electrode (C d) is the total capacitance change is not absorbed into the capacitance value (C t) of the buffer value (C It is reflected in the T).따라서, 본 발명의 방법에서는 도10에 도시된 바와 같이 PCR 반응 전후에 있어서 임피던스값의 변화곡선이 2개로 관찰되므로 PCR 반응 여부 및 타겟 DNA 템플리트 존재여부를 전기적으로 용이하게 검출할 수 있다. Thus, the invention of the method in Fig. 10 in the city can be seen as a PCR reaction before and after the in impedance value of the change curve with two observations, so the PCR reaction, and whether the target DNA template, the presence of an electrically readily detected to be there.

한편, 타겟 DNA 템플리트가 없는 네거티브 검출대상 시료를 대상으로 실험을 수행한 경우에는 도10에 도시된 바와 같이 임피던스 측정값이 포지티브인 경우의 임피던스 값 보다 작음을 알 수 있다. On the other hand, it can be seen that the impedance measurement as shown in Fig. 10 in case of performing an experiment on the target negative target sample without a DNA template is less than the impedance value in the case of a positive.

이상 본 발명을 상기 실시예를 들어 설명하였으나, 본 발명은 이에 제한되는 것이 아니다. Above, but the present invention have been described for the above embodiment, the present invention is not limited to this.당업자라면 본 발명의 취지 및 범위를 벗어나지 않고 수정, 변경을 할 수 있으며 이러한 수정과 변경 또한 본 발명에 속하는 것임을 알 수 있을 것이다. Those skilled in the art can make modifications, changes, without departing from the spirit and scope of the present invention, and modifications and such modifications will also be appreciated that belong to the invention.

복수개의 센싱 전극이 형성된 제1기판과, A first substrate with a plurality of sensing electrodes and,

상기 제1기판 상에 일정한 거리를 두고 상기 제1기판과 결합하여 반응 챔버 공간을 형성하는 제2기판을 포함하고, Wherein the desired distance from the first substrate and a second substrate to form a space of a reaction chamber in combination with the first substrate,

상기 반응 챔버 공간을 형성하는 상기 제2기판에는 상기 제2기판의 두께 방향으로 유체 유입구가 관통되어 형성되어 있고 상기 유체 유입구에 대향하는 위치에 상기 제2기판의 두께 방향으로 유출구가 관통되어 형성되어 있으며, The second substrate is formed by the fluid inlet penetrating the thickness direction of the second substrate is formed at the outlet is through the thickness direction of the second substrate wherein at a position opposite to the fluid inlet to form the reaction chamber space, and,

상기 제2기판 상에는 제3기판이 적층되어 상기 유입구로 유체를 도입안내하는 유입 마이크로 채널과, 상기 유출구로부터 유체를 배출안내하는 유출 마이크로 채널을 형성하고, The inlet micro channel that guides the introduction of fluid to the inlet port wherein the third substrate is a laminate formed on the second substrate, and forming an outlet micro channel for discharging guide the fluid from the outlet,

상기 유입 마이크로 채널에는 상기 유전상수가 4 이상인 레퍼런스 유체, 반응용액 및 검출대상 시료가 주입되는 주입구가 연통되어 상기 제3기판을 관통하여 형성되어 있으며, The inlet micro channel is communicated with the injection port is the dielectric constant of 4 or more reference fluid, the reaction solution and the target sample are injected, and are formed through the third substrate,

상기 밸브구조는 상기 주입구와 상기 반응 챔버 공간 사이에서, 또는 상기 배출구와 상기 반응 챔버 공간 사이에서 상기 제3기판의 두께 방향으로 관통된 후 연장된 통로로서, 이러한 연장된 통로에는 오일이 내장되는 것을 특징으로 하는 생리활성물질을 전기적으로 검출하기 위한 바이오 칩. The valve structure is in that, the oil is built as a passage extended after the through-thickness direction of the third substrate from between the injection port and the reaction chamber space, or the outlet and the reaction chamber space, such an elongated passage biochip for electrically detecting a biomolecule according to claim.

제11항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서, A method according to any one of claims 11 to 13,

상기 제3기판은 PDMS(polydimethylsiloxane) 중합체로 형성되는 것을 특징으로 하는 생리활성물질을 전기적으로 검출하기 위한 바이오 칩. The third substrate is a biochip for electrically detecting a physiologically active substance, characterized in that is formed of a PDMS (polydimethylsiloxane) polymer.